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Jun 23, 2023

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Scientific Reports Band 12, Artikelnummer: 9221 (2022) Diesen Artikel zitieren 2655 Zugriffe 4 Zitate 9 Altmetrische Metrikdetails Die photoakustische Mikroskopie mit optischer Auflösung (OR-PAM) ist bemerkenswert

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 9221 (2022) Diesen Artikel zitieren

2655 Zugriffe

4 Zitate

9 Altmetrisch

Details zu den Metriken

Die photoakustische Mikroskopie mit optischer Auflösung (OR-PAM) ist eine bemerkenswerte biomedizinische Bildgebungstechnik, mit der Mikrogewebe selektiv mit optisch abhängiger hoher Auflösung sichtbar gemacht werden kann. Allerdings bietet die herkömmliche OR-PAM mit mechanischen Tischen eine langsame Bildgebungsgeschwindigkeit, was die biologische Interpretation von In-vivo-Gewebe erschwert. In dieser Studie haben wir ein Hochgeschwindigkeits-OR-PAM unter Verwendung eines kürzlich kommerzialisierten MEMS-Spiegels entwickelt. Dieses System (MEMS-OR-PAM) besteht aus einem 1-Achsen-MEMS-Spiegel und einem mechanischen Tisch. Darüber hinaus schlägt diese Studie eine neuartige Kalibrierungsmethode vor, die die durch schnelles MEMS-Scannen verursachte räumliche Verzerrung schnell beseitigt. Mit der vorgeschlagenen Kalibrierungsmethode können Verzerrungen, die sowohl durch die Scangeometrie des MEMS-Spiegels als auch durch seine nichtlineare Bewegung verursacht werden, leicht korrigiert werden, indem eine Bildsequenz nur einmal mit einem Linealziel ausgeführt wird. Die Kombination von MEMS-OR-PAM und der Verzerrungskorrekturmethode wurde anhand von drei Experimenten verifiziert: (1) Blattskelett-Phantombildgebung, um die Wirksamkeit der Verzerrungskorrektur zu testen; (2) Messung der räumlichen Auflösung und Tiefenschärfe (DOF) für die Systemleistung; (3) In-vivo-Fingerkapillarbildgebung zur Überprüfung ihrer biomedizinischen Verwendung. Die Ergebnisse zeigten, dass die Kombination eine Bildgebung mit hoher Geschwindigkeit (32 s in 2 × 4 mm) und hoher lateraler Auflösung (~ 6 µm) ermöglichen und die zirkulierende Struktur der Fingerkapillaren präzise visualisieren konnte.

Die photoakustische Mikroskopie (PAM) ist eine typische Implementierung der photoakustischen Bildgebung (PAI) und eine innovative biomedizinische Bildgebungstechnologie, die im Vergleich zur optischen Bildgebung eine höhere Auflösung, einen reichen optischen Kontrast und eine bessere Eindringtiefe erreicht1,2,3. PAM-Systeme verwenden eine konfokale Struktur aus Laserbestrahlung und Ultraschallerkennung, um photoakustische Wellen von einem optischen Absorber in lebenden Geweben zu erzeugen und zu erkennen und anschließend eine volumetrische Datenerfassung und Bildrekonstruktion des Subjekts durchzuführen. Da der Kontrast der rekonstruierten PA-Bilder außerdem von den Eigenschaften des optischen Absorbers im Gewebe abhängt, ist PAM in der Lage, markierungsfreie anatomische und funktionelle Bildgebung unter Verwendung eines endogenen Absorbers wie Oxy/Desoxy-Hämoglobin4, Melanin5 und DNA durchzuführen /RNA6. Aufgrund dieser einzigartigen Vorteile wurde PAM in zahlreichen klinischen und präklinischen Studien häufig eingesetzt, beispielsweise in der Onkologie5,7, den Neurowissenschaften8,9, der Histologie10,11,12,13, der Dermatologie14, der Augenheilkunde15,16 und der Kardiologie17.

Die photoakustische Mikroskopie mit optischer Auflösung (OR-PAM) ist eine PAM-Implementierung, die eine höhere räumliche Auflösung erreicht1,18,19. Es verwendet eine eng fokussierte Laserstrahlung mit einem viel kleineren Fokusbereich als der des akustischen Empfangsstrahls. Dadurch hat OR-PAM eine optisch bedingte hohe laterale Auflösung von 0,2–10 µm mit einer Eindringtiefe von bis zu 1 mm20,21,22,23,24 erreicht, außerdem weist seine hohe Auflösung auf das Leistungspotenzial hin (1 ) klinische Bildgebung von Kapillaren und ihrer Stoffwechselaktivität, (2) präklinische Bildgebung von Kleintieren wie Mäusen21,25.

Trotz ihrer hervorragenden Bildgebungsfähigkeit weisen herkömmliche OR-PAM-Systeme eine begrenzte Bildgebungsgeschwindigkeit auf, da sie einen zweidimensionalen mechanischen Scanner verwenden, der mit Schrittmotorstufen für die volumetrische PA-Datenerfassung ausgestattet ist22,23. Insbesondere erfordert OR-PAM eine große Anzahl von Scanpunkten, um seine hohe laterale Auflösung für die Bildqualität widerzuspiegeln; Daher erfordert das zweidimensionale mechanische Scannen eine sehr lange Bildgebungszeit. In einer früheren Arbeit hatte OR-PAM auf Basis des mechanischen Tisches eine 2D-Tomographie-Scanrate (B-Modus) von 1 Hz/mm und eine 3D-Volumenerfassungszeit von 7 Minuten über eine Fläche von 1 × 1 mm223,26,27 . Der Nachteil der langen Bildgebungszeiten herkömmlicher OR-PAM führt nicht nur zu Bewegungsartefakten bei der PA-Bildgebung von lebendem Gewebe, sondern erschwert auch die biologische Interpretation der erhaltenen PA-Bilder. Daher besteht ein hoher Bedarf an Techniken, die eine Erhöhung der Bildgebungsgeschwindigkeit von OR-PAM ermöglichen.

Bei früheren Versuchen mit Hochgeschwindigkeits-OR-PAM wurde ein schnelles Laserscanverfahren mit einem Galvanometerscanner verwendet28,29,30. Es wurde ein schnelles Laserscanning durchgeführt und die erzeugten PA-Wellen wurden mithilfe eines festen Ultraschallwandlers mit einem unfokussierten oder schlecht fokussierten Erkennungspunkt erfasst. Da die Laserbestrahlung und die Ultraschallerkennung jedoch nicht konfokal waren, lieferte diese Konfiguration ein niedriges SNR. Darüber hinaus hatte es ein sehr begrenztes Sichtfeld (FOV) innerhalb der Brennfleckgröße der Ultraschallerkennung. Hier war das SNR bei dieser Scanmethode niedrig, da der feste Ultraschallwandler Welleninterferenzen und Wellenfrontverzerrungen verursacht, wenn er PA-Wellen empfängt, die von einer Quelle mit axialem und seitlichem Versatz zum Brennpunkt erzeugt werden31,32,33. Dies führte zu einer Verzerrung der außerhalb des Fokusbereichs erfassten Signale, was zu einer Abweichung des Frequenzinhalts von der erkennbaren Bandbreite und Empfindlichkeit führte und das SNR verschlechterte. Insbesondere Seeger et al. Die räumliche Charakterisierung (Gesamtimpulsantwort) eines festen Ultraschallwandlers wurde gemessen, indem der Wandler schrittweise entlang der axialen Richtung von der Fokusposition in Richtung des negativen/positiven Versatzes und der seitlichen Richtung schrittweise von der Mittelachse des Wandlers weg verschoben wurde, um die räumliche Abhängigkeit der erfassten Daten zu analysieren Impulsantworten33. Sie bestätigten, dass der axiale Versatz die Frequenzempfindlichkeit verringert und der seitliche Versatz sowohl zu Wellenformverzerrungen als auch zu einer erheblichen Verschlechterung der Frequenzempfindlichkeit führt (insbesondere bei den Hochfrequenzkomponenten). Dies führte zu einer Verschlechterung der Erkennungsempfindlichkeit, Bildverzerrung und räumlichen Auflösung während der Bildgebung.

Im Gegensatz dazu verwendet die neueste Generation des schnellen OR-PAM einen wasserdichten MEMS-Scanspiegel34,35,36,37,38,39,40,41,42,43. Im schnellen PAM-System wurden der koaxial und konfokal ausgerichtete Laserbestrahlungsstrahl und der Ultraschallempfangsstrahl gemeinsam von dem im Wasser platzierten MEMS-Spiegel abgetastet. Somit wurde eine Hochgeschwindigkeitsbildgebung unter Beibehaltung eines hohen SNR und eines besseren FOV erreicht. Kim et al. zeigten, dass wasserdichte MEMS-Spiegel, die sowohl die optische Anregung als auch die Ultraschallerkennung (50 MHz Mittenfrequenz) scannen, ein SNR von 39 dB erreichten, eine deutliche Verbesserung gegenüber dem herkömmlichen Laserscanverfahren mit festem Ultraschallwandler (SNR von 25 dB)37. Sie erreichten außerdem ein Sichtfeld von 6,6 mm innerhalb der maximalen Scanwinkel des MEMS-Spiegels, was dem Sichtfeld des herkömmlichen Laserscanning-PAM mit festem Wandler mit einer ähnlichen Frequenz von 40 MHz überlegen war (unfokussiert: 300 µm/fokussiert: 30). –70 µm)29. Die überlegene Empfindlichkeit und das Sichtfeld des MEMS-Scanning-PAM machten es für biologische Anwendungen geeignet. Darüber hinaus wurde der MEMS-Scanspiegel kürzlich kommerzialisiert44,45,46. Der oben erwähnte neuartige Aktuator hat das Potenzial, das Problem der Bildgebungsgeschwindigkeit herkömmlicher OR-PAM wirksam zu überwinden und seine Wirkung in den Bereichen Medizin und Biowissenschaften zu verstärken. Daher war es unser Ziel in dieser Studie, ein Hochgeschwindigkeits-OR-PAM-System (MEMS-OR-PAM) zu entwickeln, das einen kommerzialisierten 1-Achsen-MEMS-Spiegel nutzt.

Bei der Hochgeschwindigkeitsbildgebung mit einem MEMS-Scanspiegel, wie in Abb. 1 dargestellt, müssen die Scangeometrie und die nichtlineare Scanbewegung des MEMS-Spiegels berücksichtigt werden, da sie zu Verzerrungen in den erhaltenen volumetrischen PA-Daten und den rekonstruierten PA-Bildern führen39. 47. Die nichtlineare Scanbewegung des MEMS-Spiegels wird durch die sinusförmige Antriebsspannung verursacht, wenn der Spiegel mit hoher Geschwindigkeit betrieben wird. Somit kann es durch Berücksichtigung der sinusförmigen Antriebseigenschaften des Scanwinkels korrigiert werden. Darüber hinaus hat die Scan-Geometrie des MEMS-Spiegels eine parabolische Form, die durch den Bereich des Scan-Winkels (\({\theta }_{scan}\)) und den Arbeitsabstand (WD) vom Rotationszentrum des gebildet wird Spiegel zum Brennpunkt des konfokalen optoakustischen Strahls. Daher wird es als Polarkoordinate betrachtet und die Koordinatentransformation kann die durch die Geometrie verursachte Bildverzerrung korrigieren. Es ist jedoch zu beachten, dass für eine genaue Definition der Geometrie Vorkenntnisse über die folgenden beiden Parameter erforderlich sind: (1) WD hängt nicht nur mit der Brennweite der optoakustischen Strahlen zusammen, sondern auch mit der Positionsbeziehung von Elementen wie z wie der MEMS-Spiegel, der im fokussierten Strahl installiert ist, und (2) \({\theta }_{scan}\) bezogen auf die Amplitude der MEMS-Treiberspannung. Die typischste Methode zur Bestimmung dieser Parameter umfasst die Durchführung mehrerer Kalibrierungsmessungen mit dem MEMS-OR-PAM-System unter verschiedenen Bedingungen36,38. Die Bestimmung genauer Parameter ist jedoch zeitaufwändig und kompliziert, was es schwierig macht, die Verzerrungen in praktischen Bildgebungssituationen zu korrigieren. Beispielsweise ändert \({\theta }_{scan}\) seine Eigenschaften auf komplexe Weise in Abhängigkeit von der Amplitude und Frequenz der Antriebsspannung, und die mechanischen Eigenschaften hängen von der Umgebungstemperatur ab, was zu umfangreichen Messungen führt, die alle Bereiche abdecken Messbedingungen kennen und deren Eigenschaften verstehen. Typischerweise waren mehr als 30 Messungen erforderlich, um die Eigenschaften von \({\theta }_{scan}\) des 1-Achsen-MEMS-Spiegels zu bestimmen, die aus der Eigenschaft des Spannungs-Abtastwinkels und der Eigenschaft des Antriebsfrequenz-Abtastwinkels bestehen, was möglich wäre sehr zeitaufwändig sein37,39. Darüber hinaus variiert die WD kompliziert, abhängig nicht nur von der Brennweite des optoakustischen Koaxialstrahls, sondern auch von den Positionsbeziehungen der auf dem Koaxialstrahl installierten Elemente, wie dem Strahlkombinierer und dem MEMS-Spiegel34,35. Daher war die Messung des experimentellen Werts von WD eine Herausforderung. Daher brauchten wir eine Methode, um diese beiden Parameter (WD, \({\theta }_{scan}\)) und die Geometrie schnell abzuschätzen und die durch den MEMS-Spiegel verursachte Bildverzerrung einfach zu korrigieren, ohne komplizierte Experimente durchzuführen.

Scangeometrie und die nichtlineare Bewegung des MEMS-Scanspiegels.

Daher schlagen wir in dieser Forschung zusätzlich zur Entwicklung eines neuartigen MEMS-OR-PAM-Systems eine neuartige Methode vor, mit der die räumliche Verzerrung, die durch das Hochgeschwindigkeitsscannen eines MEMS-Spiegels verursacht wird, leicht korrigiert werden kann, indem das System mithilfe eines Mikrometers kalibriert wird Maßstabslineal. Kurz gesagt bestand das Verfahren aus fünf Schritten.

Kalibrieren Sie die PA-Bildgebung, um den gewünschten Bildbereich zu erreichen, indem Sie sich auf die Skala des Lineals beziehen.

Stellen Sie virtuelle WD und \({\theta }_{scan}\) ein, um die Polarkoordinatengeometrie für die erfassten volumetrischen PA-Daten virtuell zu definieren.

Führen Sie die Konvertierungsgleichung ein, um die nichtlineare Scanbewegung des MEMS-Spiegels in die volumetrischen PA-Daten zu berücksichtigen, und führen Sie dann die Koordinatentransformation durch.

Bewerten Sie den Effekt der Verzerrungskorrektur anhand des rekonstruierten Bildes. Und

Bestimmen Sie durch Wiederholen der Schritte (2)–(4) den robusten WD, \({\theta }_{scan}\) und die Scangeometrie, um ein möglichst verzerrungsfreies Bild zu erhalten.

Im Gegensatz zu den vorherigen Methoden ist es bei der Kalibrierungsmethode erforderlich, die Bildgebungssequenz nur einmal auszuführen, bevor die tatsächlichen Motive (z. B. Phantome und lebendes Gewebe) abgebildet werden. Die Wirksamkeit des entwickelten MEMS-OR-PAM und der Kalibrierungsmethode wurde durch Blattskelett-Phantombildgebung, Messungen der räumlichen Auflösung und Tiefenschärfe (DOF) sowie Fingerkapillarbildgebung bewertet.

In dieser Studie wurde ein einachsiger wasserdichter MEMS-Scanspiegel (1A-WP-MEMS, OpticoMS-001, Optico Inc. Ltd., Republik Korea) verwendet. Die Herstellungsmethode und die Spezifikationen des 1A-WP-MEMS-Spiegels wurden in einem früheren Artikel37 beschrieben und wurden in vielen Studien34,36,38,39,44,45,46 übernommen. Kurz gesagt bestand der MEMS-Scanner aus zwei Hauptmodulen: einer „beweglichen Strukturschicht“ und einem „festen Block aus Elektromagneten“. Die bewegliche Strukturschicht enthielt eine PDMS-Schicht, einen Acrylrahmen, einen Aluminiumspiegel (Reflexionsrate in Wasser: 92 % im Laser/84 % im Ultraschall) und Neodym-Magnete. Die PDMS-Schicht und der Acrylrahmen verhindern zuverlässig, dass der Elektromagnet des festen Blocks Strom abgibt, und bilden so eine wasserdichte Struktur für den MEMS-Scanner. Wenn eine Antriebsspannung an die Elektromagnete angelegt wird, wird ein Magnetfeld erzeugt und so eine anziehende und abstoßende Kraft zwischen den Elektromagneten und dem Neodym-Magneten erzeugt. Dieses Phänomen erzeugt im Spiegel ein Drehmoment auf der beweglichen Schicht, was zu einer Drehung des Spiegels führt, um die koaxialen Laser- und Ultraschallstrahlen abzutasten. Dabei reicht der zur Anregung verfügbare optische Spektralbereich vom sichtbaren bis ins Infraroten, da der wasserdichte MEMS-Spiegel mit Aluminium beschichtet wurde, das im Spektralbereich einen hohen optischen Reflexionsgrad von 90 % aufweist. Wenn es in Wasser eingetaucht wird, wäre sein Reflexionsgrad im Infrarotbereich aufgrund der hohen optischen Absorption im Wasser geringer. Wir haben eine Wellenlänge von 532 nm berücksichtigt, bei der der Einfluss von Wasser auf das Reflexionsvermögen relativ gering ist und das Reflexionsvermögen über 90 % beträgt. Die Resonanzfrequenz des in dieser Studie verwendeten Spiegels betrug etwa 60 Hz (in Luft)/45 Hz (in Wasser) und der maximale Scanwinkelbereich betrug etwa 18°.

Abbildung 2a–c zeigt ein schematisches Diagramm und Fotos des in dieser Studie entwickelten Hochgeschwindigkeits-MEMS-OR-PAM-Systems. In diesem System wurde als Lichtquelle ein Nd:YAG-Laser mit 532 nm (AWAVE532-1W-10K, Advanced Optowave; 10 ns Pulsbreite; 10–100 kHz Pulswiederholungsrate) verwendet. Der emittierte Laserstrahl wurde bequem durch die Objektivlinse (OL1) zum PAM-System geleitet, indem er an eine Multimode-Faser (FC, FG010LDA, Thorlabs; 10 µm Kerndurchmesser; 0,1 NA) gekoppelt wurde. Der aus der Faser austretende Laserstrahl wurde durch eine Kollimationslinse (CL) geformt und dann mithilfe eines Strahlteilers (BS, FM01R; Thorlabs; > 85 % Übertragungsrate) in zwei Strahlen aufgeteilt. Ein Strahl (< 15 %) wurde reflektiert und als Triggersignal für den Datenerfassungszeitpunkt zu einem Fotodetektor (PD, PDA36A-EC, Thorlabs) geleitet. Der andere Strahl (> 85 %), der auf einen Durchmesser von ~ 10 mm umgeformt wurde, wurde durch eine achromatische Dublettlinse (OL2, AC254-060-A, Thorlabs; 60 mm Brennweite; 0,2 NA) stark fokussiert. Der fokussierte Laserstrahl wurde dann koaxial und konfokal mit einem akustischen Empfangsstrahl kombiniert, wobei ein optoakustischer Strahlkombinierer (BC) und ein unfokussierter Ultraschallwandler (UT, V214-BC-RM: 50 MHz Mittenfrequenz: 80 % – 6 dB Bandbreite) verwendet wurden , Olympus NDT) und einer akustischen Linse (AL, NT45-010, Edmund, USA; 0,25 NA). Der BC bestand aus einer Korrekturlinse (NT67-147, Edmund, USA), einem aluminiumbeschichteten Prisma (MRA10-G01, Thorlabs, USA) und einem unbeschichteten Prisma (PS910, Thorlabs, USA). Alle diese Komponenten wurden miteinander verbunden unter Verwendung eines optischen Klebers (NOA61). Diese konfokale Struktur wurde angewendet, um die SNRs der PA-Signale zu maximieren. Der optoakustische Strahl wurde vom 1A-WP-MEMS-Spiegel reflektiert und auf das Bildziel gestrahlt, um die PA-Wellen zu erzeugen. Die PA-Wellen wurden vom Ultraschallwandler erfasst und anschließend mit zwei in Reihe geschalteten Verstärkern verstärkt (AMP, ZX60-3018G-S + Mini-Circuit: 46 dB Gesamtverstärkung). Zur Aufzeichnung der PA-Signale wurde ein Hochgeschwindigkeitsdigitalisierer (ATS9350, Alazar Technologies: 500 MS/s Abtastfrequenz) verwendet.

Schematische Darstellung des Versuchsaufbaus (oberes gepunktetes Quadrat) und der räumlichen Verzerrung entsprechend der MEMS-Antriebsspannung (unteres gepunktetes Quadrat). (a) Blockdiagramm des entwickelten MEMS-OR-PAM-Systems. (b) Fotobild. (c) Nahaufnahme des Scanteils. (d) MEMS-Ansteuerung durch Dreieckswelle (linear mit Laser-PRF-Timing). (e) MEMS-Ansteuerung durch Sinuswelle (nichtlinear mit Laser-PRF-Timing).

Das Hochgeschwindigkeitsscannen wurde mithilfe einer sinusförmigen Antriebsspannung durchgeführt, die an den MEMS-Spiegel angelegt wurde. Die Scansequenz wurde unter Verwendung einer Kombination aus einem Hochgeschwindigkeits-MEMS-Scan in der X-Richtung und einer linearen Bewegung des mechanischen Tisches mit konstanter Geschwindigkeit in der Y-Richtung durchgeführt (siehe detaillierte Scansequenz im Ergänzungstext A, Abb. S1). . Diese Scansequenz wurde auf der Grundlage der Theorie erstellt, die in früheren Untersuchungen zu Hochgeschwindigkeits-PAM35,43,48 verwendet wurde. Als Überblick über die Scansequenz wurde die PA-Datenerfassung in X-Richtung während des Halbzyklus des MEMS-Scans durchgeführt, gesteuert durch die Antriebsfrequenz. Die Datenerfassung in Y-Richtung erfolgte synchron mit der in X-Richtung. Daher wurde die Geschwindigkeit des mechanischen Tisches so angepasst, dass er sich während des halben Zyklus des MEMS-Scans mit einem Schritt in Y-Richtung bewegt. Wenn beispielsweise im interessierenden Bereich von 2 × 2 mm mit einer Schrittgröße von 400 × 400 Punkten (durchschnittliche Schrittweite von 5 µm) mit einem 10-kHz-Laser-PRF abgebildet wird, beträgt die MEMS-Scangeschwindigkeit eine Frequenz von 12,5 Hz (80 ms in der Periode). Die Geschwindigkeit des mechanischen Tisches in Y-Richtung beträgt 62,5 µm/s und die Zeit für eine volumetrische 3D-PA-Datenerfassung wird auf 32 s geschätzt. Auch wenn mehr Scanpunkte (kleinere Schrittweite) zur Berücksichtigung eines räumlichen Nyquist verwendet werden, kann die Scangeschwindigkeit durch Einstellen einer höheren Laser-PRF immer noch so hoch eingestellt werden.

Die erfassten volumetrischen PA-Signale wurden durch Anwendung eines IIR-Bandpassfilters (5–120 MHz) und einer Hilbert-Transformation in analytische Signaldaten umgewandelt, gefolgt von der Rekonstruktion eines 2D-Querschnittsbilds durch Anwendung der Maximum Intensity Projection (MIP). Dies wird als C-Mode-Methode bezeichnet, um die Lautstärke-PA-Hüllkurven zu verändern49. In dieser Studie zeigt ein C-Modus-Bild die projizierte Draufsicht (X-Y-Ebene) des abgebildeten Motivs, während das B-Modus-Bild einen Ausschnitt aus Seitenansichten (X-Z- oder Y-Z-Ebene) des abgebildeten Motivs zeigt erfasste dreidimensionale Bilddaten. Diese Bildrekonstruktionen wurden in Echtzeit mit der Software LabVIEW (National Instruments) durchgeführt und mit MATLAB 2021b (MathWorks) nachbearbeitet.

Es ist wichtig zu beachten, dass die in dieser Phase erfassten und rekonstruierten volumetrischen PA-Daten räumliche Verzerrungen aufweisen, die durch schnelles MEMS-Scannen verursacht werden. Die räumliche Verzerrung wurde mit der im nächsten Abschnitt beschriebenen Methode korrigiert.

Wie in der Einleitung beschrieben, sind die mit einem Hochgeschwindigkeits-MEMS-OR-PAM-System erfassten volumetrischen PA-Daten aufgrund der nichtlinearen Scanbewegung und der Polarkoordinaten-Scangeometrie des Spiegels räumlich verzerrt39. Die nichtlineare Scanbewegung des MEMS-Spiegels wird durch die MEMS-Treiberspannung verursacht, die für den Hochgeschwindigkeitsbetrieb als Sinuswelle angelegt wird.

Wenn hier die Antriebsspannung als Dreieckswelle angelegt wird, wie in Abb. 2d gezeigt, ändert sich die Abtasteigenschaft linear mit der Zeit (= \({\theta }_{linear}\)). In einem solchen Fall können die volumetrischen PA-Daten, die zum Zeitpunkt der Laserpulswiederholungsfrequenz (PRF) erfasst wurden, als einfache Polarkoordinaten behandelt werden. Allerdings erforderte das sogenannte quasistatische Scannen mit Dreieck- oder Sägezahn-Antriebsspannung eine hohe Frequenz mit Oberwellen höherer Ordnung (typischerweise 6.–7. Ordnung oder höher), was die Genauigkeit des Spiegelscans im Hochgeschwindigkeitsbetrieb beeinträchtigte50. Um ein stabiles und genaues Scannen im quasistatischen MEMS-Scan durchzuführen, war es daher normalerweise notwendig, die Antriebsfrequenz auf weniger als 1/6–1/7 der Resonanzfrequenz zu begrenzen, um solche Harmonischen zu berücksichtigen, was zu einer langsamen Scangeschwindigkeit führte nicht für Echtzeitbildgebung geeignet. Die Verwendung eines komplexen Controllers war eine Lösung für ein stabiles quasistatisches Scannen unter Beibehaltung der Scanqualität und einer schnellen Scangeschwindigkeit51, erforderte jedoch die Komplexität des MEMS-OR-PAM-Steuerungssystems, das für klinische Anwendungen nicht geeignet war.

Wenn andererseits die MEMS-Antriebsspannung als Sinuswelle angelegt wird, wie in Abb. 2e dargestellt, kann ein Hochgeschwindigkeitsbetrieb erreicht werden, da sich der Aktuator mit einer Frequenz bewegen kann, die näher an seiner Resonanzfrequenz liegt. In früheren Untersuchungen erreichte ein Hochgeschwindigkeits-PAM-System mit sinusförmiger Ansteuerspannung ein Hochgeschwindigkeitsscannen mit einer B-Scan-Rate von 400 Hz35, was mehr als achtmal schneller war als das herkömmliche MEMS-OR-PAM mit dreieckiger Ansteuerspannung (5– 50 Hz im B-Scan-Rate)34. Zusätzlich zur Scangeschwindigkeit erfordert das sinusförmige MEMS-System keinen komplizierten Controller zur Steuerung der Antriebsspannung, was die Einführung einer Hochgeschwindigkeitsbildgebung zu geringen Kosten ermöglicht. Diese Vorteile von Stabilität, hoher Geschwindigkeit und niedrigen Kosten sind für die Anwendung des Hochgeschwindigkeits-OR-PAM-Systems für den klinischen Einsatz von entscheidender Bedeutung. Als Kompromiss für die Abbildungsgeschwindigkeit ändert sich der Scanwinkel jedoch nichtlinear mit der Zeit (= \({\theta }_{nonlinear}\)). Die nichtlinearen Scanwinkeleigenschaften, wenn der MEMS-Spiegel durch eine Sinuswelle angetrieben wird, können durch die folgende Gleichung47 ausgedrückt werden:

wobei \({\theta }_{nonlinear}\) die nichtlinearen Scanwinkeleigenschaften ist, \({\theta }_{scan}\) der Bereich des Scanwinkels in der Bildgebung ist und \({\theta } _{linear}\) ist die lineare Scaneigenschaft, die vom PA-Erfassungszeitpunkt mit der Laser-PRF angenommen wird.

Die Polarkoordinatengeometrie im MEMS-Scan kann durch den Arbeitsabstand (WD) zwischen dem MEMS-Spiegel und der Brennpunktposition des konfokalen optoakustischen Strahls sowie den Bereich des Scanwinkels (\({\theta }_{scan }\)). Da sich die Beziehung zwischen \({\theta }_{scan}\) und der angelegten Antriebsspannungsamplitude im Allgemeinen unter verschiedenen Parametern ändern kann, wie z. B. der Scangeschwindigkeit und den mechanischen Eigenschaften des MEMS-Spiegels, ist es erforderlich, Vorkenntnisse über \( {\theta }_{scan}\) ist schwierig36,37,39. Darüber hinaus kann WD nicht einfach bestimmt werden, da es von den folgenden Faktoren beeinflusst wird: (1) der experimentellen Brennweite des optoakustischen Strahls und (2) der Positionsbeziehung von Elementen wie MEMS-Spiegeln und Strahlvereinigern, die auf dem installiert sind Weg des Fokusstrahls34,35. Um diese Parameter unmittelbar vor der Bildaufnahme des tatsächlichen Motivs ohne zeitaufwändige oder komplexe Verfahren abzuschätzen und die räumliche Verzerrung einfach zu korrigieren, wurde eine Kalibrierungsmethode vorgeschlagen, die auf einer einzelnen Bildaufnahme eines Lineal-Ziels basiert. Der Überblick über die vorgeschlagene Methode ist in Abb. 3 dargestellt, die aus den folgenden fünf Schritten bestand.

PA-Bildgebung des Lineals (0,1 mm Okularmikrometer, Muhwa eCommerce Co. Ltd, Div. x: 0,1 mm; y: 0,1 mm) unter den gleichen Bildgebungsbedingungen wie die anschließende Phantom- oder Gewebebildgebung. Hier stellen wir den Bildbereich auf X × Y = 2 × 2 mm mit 400 × 400 Punkten und einer Laser-PRF von 10 kHz ein. Die Tiefenposition des Lineals wurde an den optoakustischen Fokus angepasst. Während der Bildgebung wurde eine Echtzeit-Bildrekonstruktion (C-Mode- und B-Mode-Bild ohne Verzerrungskorrektur) mit LabVIEW durchgeführt und die Amplitude der sinusförmigen MEMS-Treiberspannung wurde angepasst, um den Linealmaßstab des interessierenden Bildbereichs einzubeziehen das C-Mode-Bild. Auf diese Weise kann die optimale MEMS-Antriebsspannungsamplitude für einen Bildgebungsbereich von Interesse leicht bestimmt werden.

Lineare Verzerrungskorrektur Zur Definition der Polarkoordinatengeometrie wurden WD und \({\theta }_{scan}\) virtuell eingestellt. Der WD kann im Bereich von 4–10 mm gewählt werden, wobei es sich um einen visuell ermittelten Grobwert handelt. Unter Verwendung des virtuellen WD kann der Scanbereich \({\theta }_{scan}\) wie folgt berechnet werden:

wobei \({X}_{scale}\) der interessierende Abbildungsbereich in der X-Richtung (2 mm) ist. Die Polarkoordinatengeometrie kann durch virtuelles Setzen von WD und \({\theta }_{scan}\) definiert werden. Allerdings basiert, wie bereits erwähnt, der Erfassungszeitpunkt der A-Linien auf der Laser-PRF, daher wurde in diesem Schritt davon ausgegangen, dass die Scanwinkeleigenschaft linear ist. Wenn daher in diesem Schritt die kartesische Koordinatentransformation mit Nachbearbeitung durchgeführt wird, bleibt das rekonstruierte Bild sowohl im C- als auch im B-Modus-Bild immer noch verzerrt.

Nichtlineare Verzerrungskorrektur unter Anwendung von Gl. (1) zur Transformation in die nichtlineare Scanwinkeleigenschaft. Die resultierende nichtlineare Polarkoordinatengeometrie wurde in kartesische Koordinaten umgewandelt, um das verzerrungsfreie rekonstruierte Bild zu erzeugen.

Um die leichte Bildverzerrung des B-Mode-Bildes zu erkennen, wurde das Intensitätsprofil des B-Mode-Bildes extrahiert und angepasst, um die Flachheit des Profils zu erkennen. Bei diesem Verfahren wurde die Tatsache berücksichtigt, dass das Lineal-Target eine flache Oberfläche hat, die auf ein flaches Glassubstrat gesputtert ist.

Die Schritte (2)–(4) werden wiederholt, während der virtuelle Einstellwert von WD zwischen 4 und 10 mm geändert wird. Aus den rekonstruierten C- und B-Modus-Bildern und der Flachheit des Intensitätsprofils des B-Modus haben wir die besten Bedingungen für WD und \({\theta }_{scan}\) ermittelt, um die verzerrungsfreieste Polarität zu erhalten Koordinaten.

Vorgeschlagene Kalibrierungsmethode für die Verzerrungskorrektur mithilfe eines Lineals.

Die mit der oben genannten Methode erhaltenen Polarkoordinaten werden auch zur Bildverzerrungskorrektur bei der PA-Bildgebung von Phantomen oder lebenden Geweben unter ähnlichen Bildgebungsbedingungen verwendet.

Um zu überprüfen, ob die vorgeschlagene Verzerrungskorrekturmethode mit einem Lineal und die erhaltenen Polarkoordinaten auch für die Abbildung anderer Messziele geeignet sind, wurde eine PA-Aufnahme eines schwarz gefärbten Blattskelettphantoms durchgeführt. Das Phantom wurde am Boden einer mit Wasser gefüllten Schale befestigt und auf dem optoakustischen Strahlfokus des MEMS-OR-PAM platziert. Die PA-Bildgebung wurde im Bereich X × Y = 2 × 6 mm mit 400 × 1200 Punkten durchgeführt. Die Laser-PRF betrug 10 kHz und die emittierte Energie betrug ~ 100 nJ/Impuls. Nach der PA-Bildgebung wurden die erhaltenen 3D-Volumendaten auf die lineare/nichtlineare Verzerrungskorrektur in X-Richtung (MEMS-Scanrichtung) angewendet, indem die mit der vorgeschlagenen Methode erhaltene Polarkoordinatenkarte mit einem Lineal verwendet wurde. Anschließend wurden das C-Modus-Bild und sein Tiefenprojektionsbild mithilfe der volumetrischen PA-Daten vor und nach der Verzerrungskorrektur rekonstruiert. Die rekonstruierten PA-Bilder wurden mit dem Fotobild des Phantoms verglichen, um die Wirksamkeit der Verzerrungskorrektur zu überprüfen.

Um zu überprüfen, ob das entwickelte MEMS-OR-PAM zusammen mit der Kalibrierungsmethode zur Verzerrungskorrektur eine ausreichende räumliche Auflösung für die Mikrogewebebildgebung aufweist, haben wir Messungen der lateralen/axialen Auflösung und des DOF ​​durchgeführt.

Zur Messung der lateralen Auflösung wurde eine PA-Bildgebung mit dem USAF1951-Ziel durchgeführt. Der Messbereich betrug X × Y = 2 × 2 mm (800 × 800 Punkte), die Laser-PRF betrug 10 kHz und die Laserenergie betrug < 100 nJ/Puls. Bei USAF1951 sind Mikrolinienmuster auf ein Glassubstrat gesputtert. Der laterale Auflösungsumwandlungswert wurde aus den kleinsten Linienmustern berechnet, die im C-Modus-Bild nach nichtlinearer Verzerrungskorrektur getrennt werden konnten. Um die Zuverlässigkeit der Messungen zu verbessern, haben wir in dieser Studie außerdem die Line Spread Function (LSF)-Methode angewendet. Konkret wurde die LSF-Methode in den folgenden drei Schritten durchgeführt: (1) Extrahieren der Kantenspreizfunktion (ESF) des Linienmusters im C-Modus-Bild, (2) Berechnen der LSF, also der Differenzwellenform der ESF und (3) messen Sie die laterale Auflösung durch Berechnen der Halbwertsbreite (FWHM) des LSF.

Für die Messung der axialen Auflösung wurde die PA-Bildgebung mit einer horizontal gestreckten Kohlefaser mit einem Durchmesser von 7 µm durchgeführt, wie in Abb. 4a dargestellt. Der Messbereich betrug X × Y = 2 × 1 mm (800 × 400 Punkte), die Laser-PRF betrug 10 kHz und die Laserenergie betrug < 100 nJ/Puls. Die erhaltenen 3D-Volumendaten wurden einer nichtlinearen Verzerrungskorrektur unterzogen und anschließend wurden die C- und B-Modus-Bilder rekonstruiert. Die axiale Auflösung wurde dann aus der FWHM des Intensitätsprofils im B-Mode-Bild berechnet.

Schematische Darstellung der Kohlefaservorbereitung. (a) Horizontal gestreckt für die Messung der axialen Auflösung. (b) Vertikal geneigt für DOF-Messung.

Für die DOF-Messung wurde eine vertikal geneigte Kohlefaser mit einem Durchmesser von 7 µm als Bildziel verwendet, wie in Abb. 4b dargestellt. Die PA-Bildgebung des Ziels wurde im Bereich von X × Y = 2 × 10 mm (800 × 4000 Punkte) durchgeführt, die Laser-PRF betrug 10 kHz und die Laserenergie betrug < 100 nJ/Impuls. Die erhaltenen 3D-Volumendaten wurden einer nichtlinearen Verzerrungskorrektur unterzogen, gefolgt von der Rekonstruktion der C-Modus- und Tiefenprojektionsbilder. Anschließend wurden durch Zuordnung beider Bilder die Profile der maximalen PA-Intensität und des FWHM der Faser entlang der Tiefe erstellt. Aus diesen Profilen wurde der DOF anhand von zwei Indikatoren bewertet: dem Tiefenbereich, in dem (1) die PA-Intensität die Hälfte des Peaks betrug und (2) FWHM um \(\sqrt{2}-1\) der lateralen Auflösung erweitert wurde die minimale FWHM. Diese Indikatoren wurden in einer früheren Studie52 verwendet und der FWHM wurde mit der theoretischen Bewertung verknüpft53. Darüber hinaus wurden bei dieser Messung die Mittenfrequenz und Bandbreite der PA-Signale (Impulsantworten) aus verschiedenen Tiefen, die von der Faser erzeugt wurden, berechnet, um die Entfernungsabhängigkeit der Bildempfindlichkeit zu bewerten.

Zusätzlich zu den Messungen der räumlichen Auflösung und des DOF ​​wurden ihre theoretischen Werte berechnet (beschrieben im Ergänzungstext B, Abb. S2). Als Ergebnis wurden theoretische Werte für die laterale Auflösung, die axiale Auflösung und den DOF von 7,0, 32,6 bzw. 165,3 µm ermittelt.

Um die Wirksamkeit des MEMS-OR-PAM mit Verzerrungskorrektur für die In-vivo-Bildgebung zu überprüfen, wurde eine PA-Bildgebung des Mikrogefäßsystems der Fingerspitze durchgeführt. Alle experimentellen Verfahren folgten einem Protokoll, das vom Institutional Review Board (IRB) der Graduate School of Engineering der Universität Tohoku genehmigt wurde. Alle Methoden wurden in Übereinstimmung mit den relevanten Richtlinien und Vorschriften durchgeführt. Ein gesunder Freiwilliger stimmte der Bildgebung seines Fingers vollständig zu. Bei der Bildgebung betrug der Messbereich X × Y = 2 × 4 mm (400 × 800 Punkte), die Laser-PRF war auf 20 kHz eingestellt und die Pulsenergie betrug 400 nJ/Puls. Da die Laser-PRF doppelt so hoch ist wie bei den vorherigen In-vitro-Messungen, wurde die Antriebsfrequenz des MEMS-Spiegels doppelt so schnell eingestellt wie zuvor. Dies führt zu einer geringfügigen Änderung der Eigenschaften der Antriebsspannungsamplitude und des entsprechenden Scanbereichs. Daher wurde die Kalibrierung erneut mit einem Lineal durchgeführt, um die MEMS-Antriebsspannung anzupassen, bevor mit der In-vivo-PA-Bildgebung begonnen wurde, gefolgt von der mikrovaskulären Bildgebung. Nach der Bildgebung wurden C-Mode-Bilder ohne Verzerrungskorrektur bzw. mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur rekonstruiert. Darüber hinaus wurde ein B-Mode-Bild nach nichtlinearer Verzerrungskorrektur rekonstruiert, um die Eindringtiefe in der In-vivo-Bildgebung zu untersuchen.

Vor der Bildgebung wurde die Lasersicherheit auf der Hautoberfläche berechnet (Ergänzungstext C, Abb. S3). Als Ergebnis wurde in diesem Experiment, bei dem die Fokusposition auf die Eindringtiefe von 300 µm dort eingestellt wurde, wo sich die Kapillare befindet, die Fluenz auf der Hautoberfläche mit 13,7 mJ/cm2 berechnet, was den ANSI-Sicherheitsstandards entspricht54.

Mithilfe des entwickelten MEMS-OR-PAM-Systems wurde die vorgeschlagene Verzerrungskorrekturmethode mithilfe eines Linealziels erfolgreich validiert. Wie in Abb. 3 beschrieben, wurde der Kalibrierungsprozess wiederholt, indem WD in 1-mm-Schritten von 4 auf 10 mm geändert wurde, um das robuste Paar aus WD und \({\theta }_{scan}\) zu finden. Die beobachteten Verzerrungen bei jedem getesteten WD-Wert sind im Zusatzfilm 1 dargestellt.

Abbildung 5a–c zeigt die PA-Intensitätsprofile, die während des Verzerrungskorrekturvorgangs aus den B-Modus-Linealbildern extrahiert wurden. In Abb. 5a, dem Intensitätsprofil nach der linearen Verzerrungskorrektur, trat in jedem WD eine nichtlineare Form auf, da die nichtlineare Scaneigenschaft nicht berücksichtigt wurde. Andererseits zeigt Abb. 5b das Intensitätsprofil nach der nichtlinearen Verzerrungskorrektur, wobei die nichtlineare Form entfernt wurde und nur die gekrümmte Form des Profils bestätigt wurde. Die Form war nahezu horizontal, wenn der WD im Bereich von 6 mm bis 8 mm lag. Abbildung 5c ​​zeigt die Ergebnisse der Kurvenanpassung des Profils in Abb. 5b, die die Profile verdeutlichen konnte und zeigte, dass das Profil am horizontalsten wurde und die Verzerrung bei WD = 7 mm vollständig entfernte. Der Scanbereich bei WD = 7 mm wurde mit \({\theta }_{scan}\)= 16,3° aus Gl. berechnet. (2).

Oberes gepunktetes Quadrat Vergleich des aus dem B-Modus-Bild extrahierten Intensitätsprofils mit (a) linearer Verzerrungskorrektur, (b) nichtlinearer Verzerrungskorrektur und (c) Kurvenanpassungsergebnis von (b). Unteres gepunktetes Quadrat Ergebnisse der Linealkalibrierung mit jeder Verzerrungskorrekturmethode in WD = 7 mm, \({\theta }_{scan}\)=16,3°: C-Modus (oben), vergrößerter C-Modus (Mitte, zum Vergleich). mit der Grundwahrheit) und B-Modus-Bilder (unten, etwa eine mittlere Y-Linie im C-Modus). (d,h) Grundwahrheit (Hellfeldbild und vergrößertes Bild). (e,i,l) PA-Bilder ohne Verzerrungskorrektur. (f,j,m) PA-Bilder mit linearer Verzerrungskorrektur. (g,k,n) PA-Bilder mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur.

Abbildung 5d–n zeigt die Ergebnisse der rekonstruierten PA-Bilder ohne/mit Verzerrungskorrektur in [WD, \({\theta }_{scan}\)] = [7 mm, 16,3°]. Hier zeigt Abb. 5d das Hellfeldbild des Lineals, das als Grundwahrheit erstellt wurde, um die Wirkung der Verzerrungskorrekturen zu vergleichen. Abbildung 5e–g zeigt die C-Modus-Bilder für jede Verzerrungskorrekturmethode. In Abb. 5e, dem Ergebnis ohne Verzerrungskorrektur, wurde das rekonstruierte Bild sowohl durch die Scangeometrie als auch durch die nichtlineare Bewegung des MEMS-Scans verzerrt, da die Bildrekonstruktion anhand der als kartesische Koordinaten behandelten volumetrischen PA-Daten durchgeführt wurde. In Abb. 5f, den Ergebnissen der linearen Verzerrungskorrektur, war das C-Modus-Bild aufgrund der nichtlinearen Bewegung auch nach Berücksichtigung der Polarkoordinatengeometrie des MEMS-Scannens immer noch verzerrt. Bezeichnenderweise wies im C-Modus-Bild der zentrale Teil in X-Richtung eine komprimierte Verzerrung auf, während der äußere Bereich eine ausgedehnte Verzerrung aufwies. Dieses Verhalten stimmte mit der nichtlinearen Abtasteigenschaft des in Abb. 2a gezeigten MEMS-Spiegels überein. Abb. 5g, die Ergebnisse der nichtlinearen Verzerrungskorrektur, zeigt jedoch deutlich, dass die Bildverzerrung entfernt werden konnte und die Skala des Lineals in gleichen Abständen reproduziert wurde, indem der Effekt der nichtlinearen Bewegung des MEMS-Scannens eliminiert wurde. Darüber hinaus zeigen Abb. 5i–k das vergrößerte C-Modus-Bild zum Vergleich mit der in Abb. 5h gezeigten Grundwahrheit, die den Effekt der Verzerrungskorrektur hervorhebt. Aus diesen Ergebnissen geht hervor, dass in Abb. 5g das C-Modus-Bild nach der nichtlinearen Verzerrungskorrektur vollständig mit der Grundwahrheit übereinstimmte, was auf die vollständige Eliminierung der Verzerrung hinweist.

Abbildung 5l–n zeigt die B-Modus-Bilder bei jeder Verzerrungskorrekturmethode, extrahiert aus der Mittellinie der Skala des Lineals. Abbildung 5l, das B-Mode-Bild ohne Verzerrungskorrektur, das Intensitätsprofil des Lineals, das flach wiedergegeben werden sollte, wurde als gekrümmte Form visualisiert. Darüber hinaus wurde in Abb. 5m, dem Ergebnis der Verzerrungskorrektur, die Krümmung unterdrückt, da eine polare Geometrie berücksichtigt wurde, das nichtlineare Profil („w“-Form) blieb jedoch nicht eliminiert. Daher waren diese beiden Korrekturmethoden nicht für die optimale Rekonstruktion von B-Mode-Bildern geeignet, da eine oder beide der Scangeometrien und nichtlinearen Scaneigenschaften nicht berücksichtigt wurden. Das Ergebnis mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur in Abb. 5n, das sowohl die Polargeometrie als auch die nichtlinearen Abtasteigenschaften berücksichtigt, zeigte jedoch, dass das Profil flach war. Daher zeigte die nichtlineare Verzerrungskorrektur mit der Linealkalibrierung auch die Möglichkeit, Verzerrungen bei der Rekonstruktion der B-Modus-Bilder zu entfernen.

In den oben beschriebenen Ergebnissen haben wir Ansätze zur Verzerrungskorrektur verglichen, die auf der Annahme basieren, dass die MEMS-Spiegelgeometrie verwendet wird. Daher wurde der Ansatz zur Verzerrungskorrektur, bei dem eine kartesische Koordinatengeometrie mit einer nichtlinearen Abtasteigenschaft angewendet wird, ausgeschlossen. Hier können alle Verzerrungskorrekturansätze, einschließlich des Verzerrungskorrekturansatzes, in der ergänzenden Abbildung S4 verglichen werden. Aus der Abbildung geht hervor, dass bei Anwendung der Verzerrungskorrektur der kartesischen Scangeometrie mit nichtlinearer Scaneigenschaft auch die Verzerrung im C-Modus-Bild sowie die nichtlineare Verzerrungskorrektur im Vergleich zu den Bildern ohne Verzerrungskorrektur und mit linearer Verzerrung korrigiert werden könnten Korrektur. Allerdings konnte der Ansatz im B-Modus-Bild die Verzerrung nicht korrigieren und erzeugte ein gekrümmtes Profil des Lineals, da die ursprüngliche Scangeometrie des MEMS-Spiegels nicht berücksichtigt wurde. Daher konnte die Verzerrungskorrektur unter Verwendung einer kartesischen Scangeometrie mit nichtlinearer Scaneigenschaft die 3D-Strukturen der Bildziele nicht korrekt rekonstruieren. Um die 3D-Struktur solcher Objekte korrekt wiederherzustellen, muss daher die Scangeometrie des MEMS-Spiegels korrekt definiert sein. In dieser Hinsicht könnte die in Abb. 5g, k, n gezeigte nichtlineare Verzerrungskorrektur sowohl die Scangeometrie als auch die nichtlineare Scaneigenschaft korrekt schätzen und somit die Verzerrungskorrektur am effektivsten durchführen.

Aus diesen Ergebnissen ließ die vorgeschlagene Verzerrungskorrekturmethode mit einem Lineal darauf schließen, dass sie die Polarkoordinatengeometrie von MEMS-OR-PAM leicht bestimmen und verzerrungsfreie rekonstruierte Bilder nach nichtlinearer Verzerrungskorrektur liefern könnte.

Abbildung 6 zeigt die PA-Bildgebungsergebnisse des Blatt-Skelton-Phantoms, dessen Fotobild in Abb. 6a dargestellt ist. Während Abb. 6b,f,i keine Verzerrungskorrektur zeigen, zeigen Abb. 6c,g,j und Abb. 6d,h,k C-Modus-Bilder, deren vergrößerte C-Modus-Bilder zum Vergleich mit vergrößerten Fotobildern (Boden). Wahrheit) in Abb. 6e und die Tiefenprojektionsbilder nach Anwendung linearer bzw. nichtlinearer Verzerrungskorrekturen.

Ergebnisse der Blattphantom-PA-Bildgebung mit C-Modus-Bild (oben), vergrößertem Bild entlang des blau gepunkteten Quadrats (Mitte, zum Vergleich mit der Grundwahrheit) und Tiefenprojektionsbild (unten). (a,e) Grundwahrheit (Fotobild und das vergrößerte Bild). (b,f,i) PA-Bilder ohne Verzerrungskorrektur. (c,g,j) PA-Bilder mit linearer Verzerrungskorrektur. (d,h,k) PA-Bilder mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur.

Für die C-Mode-Bilder zeigten die Ergebnisse in Abb. 6b, c, also die Bilder ohne bzw. mit linearer Verzerrungskorrektur, dass die Strukturen des Phantoms nicht korrekt rekonstruiert wurden und im Vergleich zum Fotobild in Abb. 6a verzerrt waren . Darüber hinaus zeigen die entsprechenden vergrößerten C-Modus-Bilder in Abb. 6f, g deutlich die Verzerrungen in X-Richtung (mittlerer Bereich: Kompression/äußerer Bereich: Ausdehnung) aufgrund der nichtlinearen MEMS-Scanbewegung, was zu einer Nichtübereinstimmung mit der Vergrößerung führt Fotobild in Abb. 6e, das als Grundwahrheit erstellt wurde. Andererseits wurden, wie in Abb. 6d, h gezeigt, das C-Modus-Bild und sein vergrößertes Bild mit der nichtlinearen Verzerrungskorrektur waren, die Verzerrungen entfernt und vollständig mit der Grundwahrheit abgeglichen. Daher wurde bei der Rekonstruktion des C-Mode-Bildes die Struktur des Phantoms durch die vorgeschlagene nichtlineare Verzerrung korrekt rekonstruiert.

Für das Tiefenprojektionsbild war der Tiefenbereich des rekonstruierten Phantoms in Abb. 6k mit der nichtlinearen Verzerrungskorrektur am engsten und es zeigte sich qualitativ, dass die Verzerrung in Tiefenrichtung entfernt wurde. Um die Verzerrung als Abbildungsebenheit quantitativ zu bewerten, wurden die maximalen und minimalen Tiefenwerte sowie die Tiefenbreite für das blau gepunktete Quadrat in Abb. 6i – k berechnet, wie in Tabelle 1 gezeigt. Als Ergebnis wurde der Tiefenbereich mit nichtlinearer Verzerrung ermittelt Die Korrektur war mit 183 µm am kleinsten (Max: 519 µm/Min: 336 µm), was 12,9 % schmaler war als das Ergebnis ohne Verzerrungskorrektur (210 µm) und 28,2 % besser als das Ergebnis nach linearer Verzerrungskorrektur (255 µm). Dieses Ergebnis stellt den Effekt der Verzerrungskorrektur als Bildebene dar.

Diese qualitativen und quantitativen Auswertungen zeigten, dass die vorgeschlagene Verzerrungskorrekturmethode unter Verwendung eines Lineals und die erhaltene nichtlineare Scangeometrie gut für die Abbildung anderer Objekte wie Phantome geeignet sind.

Abbildung 7a–e zeigt die Ergebnisse der lateralen Auflösungsmessung mit USAF1951. Die Berechnung der lateralen Auflösung wurde für das C-Mode-Bild mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur durchgeführt, wie in Abb. 7b dargestellt. Aus dem in Abb. 7c gezeigten vergrößerten C-Modus-Bild mit einer nichtlinearen Verzerrungskorrektur geht hervor, dass das kleinste Linienmuster, das sowohl in X- als auch in Y-Richtung sichtbar getrennt werden konnte, um Element 3–4 der Gruppe 6 lag. Somit wurde der Umrechnungswert der lateralen Auflösung mit 5,5–6,2 µm berechnet. Darüber hinaus wurden in Abb. 7d, e die ESFs in X- und Y-Richtung extrahiert und die LSFs und ihre FWHMs gemessen. Als Ergebnis wurden die FWHMs zu X: 5,6 µm/Y: 6,1 µm berechnet. Daher waren die experimentellen lateralen Auflösungen der beiden Methoden konsistent und die Ergebnisse waren daher äußerst zuverlässig. So wurde experimentell ermittelt, dass die laterale Auflösung des entwickelten MEMS-OR-PAM ~ 6 µm beträgt, was sehr nahe am theoretischen Wert (7,0 µm) liegt. Diese hohe laterale Auflösung zeigt das Potenzial, Mikrogewebe wie menschliche Kapillaren ausreichend sichtbar zu machen.

Ergebnisse von Ortsauflösungs- und DOF-Messungen. Oberes gepunktetes Quadrat. Ergebnis der seitlichen Auflösungsmessung mit dem USAF 1951-Ziel. (a) C-Modus-Bild ohne Verzerrungskorrektur. (b) C-Modus-Bild mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (c) Vergrößertes C-Mode-Bild entlang des weiß gepunkteten Quadrats in (b). (d) Ergebnis der LSF-Methode entlang der blau gepunkteten Linie in X-Richtung in (b). (e) Ergebnisse der LSF-Methode entlang der blau gepunkteten Linie in Y-Richtung in (b). Mittleres gepunktetes Quadrat. Messergebnis mit axialer Auflösung bei einer horizontal gedehnten Kohlefaser. (f) C-Modus-Bild mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (g) B-Modus-Bild um die weiße gepunktete Linie in (a). (h) PA-Hüllkurvenprofil entlang der rot gestrichelten Linie in (b) und Gaußsche Anpassung. Unteres gepunktetes quadratisches DOF-Messergebnis mit einer vertikal geneigten Kohlefaser. (i) C-Modus-Bild mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (j) Tiefenprojektionsbild. (k) PA-Intensität der Faser entlang der Tiefe. (l) FWHM der Faser entlang der Tiefe. (m) Mittenfrequenz der PA-Signale entlang der Tiefe. (n) Frequenzbandbreite (− 12 dB) der PA-Signale entlang der Tiefe.

Abbildung 7f–h zeigt die Ergebnisse axialer Auflösungsmessungen mit horizontal gestreckten Kohlenstofffasern. In Abb. 7h wurde das PA-Intensitätsprofil in Tiefenrichtung entlang der rot gepunkteten Linie in Abb. 7g extrahiert, mit einer Gaußschen Funktion angepasst und dann wurde die FWHM der angepassten Kurve als axiale Auflösung des MEMS-OR verwendet -PAM-System. Als Ergebnis wurde die experimentelle axiale Auflösung mit 34,2 µm gemessen, was gut mit dem theoretischen Wert (32,6 µm) übereinstimmte, der anhand der Bandbreite des Ultraschallwandlers berechnet wurde.

Abbildung 7i–n zeigt die Ergebnisse der DOF-Messung mit einer vertikal geneigten Kohlefaser. In den Bildern in Abb. 7i,j war die Faser vertikal entlang der Y-Richtung geneigt. Daher waren, wie im C-Modus-Bild von Abb. 7i gezeigt, im zentralen Bereich der Y-Richtung, wo die Faser im Fokus lag, der Abbildungskontrast und die Schärfe ausgezeichnet, während außerhalb der Y-Richtung Wo die Faser unscharf war, waren Bildkontrast und Schärfe schlechter. Im Tiefenprojektionsbild von Abb. 7j wurde die Tiefe aus der Empfangsverzögerungszeit der PA-Intensität von Abb. 7i mit intensitätsbasiertem Schwellenwertschnitt berechnet, um nur die Tiefeninformationen selektiv aus der Faser zu projizieren. Basierend auf diesen beiden Bildern wurden die PA-Intensität und das FWHM der Faser entlang der Tiefenrichtung berechnet, wie in Abb. 7k, l dargestellt. Aus dem Ergebnis von Abb. 7k wurde der Tiefenbereich, in dem die PA-Intensität die Hälfte des Peaks beträgt, auf 370 µm berechnet. In Abb. 7l wurde berechnet, dass die FWHM der Kohlenstofffaser im Bereich von 11–16 µm mit einem Tiefenbereich von 300 µm (150–450 µm) liegt. Die minimale FWHM (11 µm) war etwas größer als der Durchmesser der Faser (7 µm), da das wahre Profil der Faser mit der Punktspreizfunktion (PSF) des Bildgebungssystems gefaltet wurde, die auf der experimentellen lateralen Auflösung basiert. Der gemessene DOF-Wert wurde als Tiefenbereich berechnet, wenn die FWHM 13,4 µm (11 µm + 2,4 µm) beträgt. Dies ist der Wert, wenn die FWHM um \(\sqrt{2}-1\) der lateralen Auflösung erweitert wird (6 µm) vom minimalen FWHM entfernt. Als Ergebnis wurde der gemessene DOF mit 200 µm berechnet, was etwas größer als der theoretische Wert (165,3 µm) war. Abbildung 7m, n zeigt die Mittenfrequenz und Bandbreite (− 12 dB) des PA-Signals (Impulsantwort) bei maximaler Intensität in jeder in Abb. 7k gezeigten Tiefe. Diese beiden Frequenzindikatoren könnten hohe/weite Empfindlichkeiten im breiten Tiefenbereich von 150–400 µm aufrechterhalten: 30–35 MHz (Mittenfrequenz) und 40–45 MHz (− 12 dB Bandbreite). Bei der in Abb. 7m dargestellten Mittenfrequenz nahm die Detektionsleistung über den Tiefenbereich von 150–400 µm hinaus ab, da die PA-Intensität unter die Hälfte des Peaks abfiel, wie in Abb. 7k dargestellt. Andererseits konnte die in Abb. 7n gezeigte Frequenzbandbreite ohne den Effekt einer Verschlechterung der PA-Intensität erkennen, da sie bis zu 1/4 (– 12 dB) der maximalen PA-Intensität detektierte und so eine gute Empfindlichkeit über einen weiten Tiefenbereich erreichte. Daher wurde gezeigt, dass das entwickelte MEMS-OR-PAM das Potenzial hat, Mikrogewebe sichtbar zu machen und gleichzeitig einen hohen Kontrast, eine seitliche Auflösung und eine Bildempfindlichkeit über einen großen Tiefenbereich beizubehalten.

Daher wurde gezeigt, dass das entwickelte MEMS-OR-PAM das Potenzial hat, Mikrogewebe sichtbar zu machen und gleichzeitig einen hohen Kontrast und eine laterale Auflösung über einen großen Tiefenbereich beizubehalten.

Abbildung 8 zeigt die Ergebnisse der mikrovaskulären PA-Bildgebung der Fingerspitzen. Die Messzeit für die PA-Volumendatenerfassung betrug 32 s.

Ergebnis der mikrovaskulären Bildgebung des menschlichen Fingers. (a) Fotobild. (b,c) C-Modus-Bild: (b) ohne Verzerrungskorrektur und (c) mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (d,e) Tiefenkodiertes Bild: (d) ohne Verzerrungskorrektur und (e) mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (f,g) Vergrößertes C-Mode-Bild im Außenbereich von (b,c): (f) ohne Verzerrungskorrektur und (g) mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (h,i) Vergrößertes C-Mode-Bild im Mittelbereich von (b,c): (h) ohne Verzerrungskorrektur und (i) mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur. (j) PA-Intensitätsprofil entlang der weißen gepunkteten Linie in (i). (k) B-Modus-Bild entlang der blauen gepunkteten Linie in (c).

Abbildung 8a ist ein Fotobild der Fingerspitze, und die PA-Bildgebung wurde im schwarz gepunkteten Quadrat durchgeführt. Abbildung 8b, c zeigt die C-Modus-Bilder, die ohne Verzerrungskorrektur bzw. mit nichtlinearer Verzerrungskorrektur rekonstruiert wurden. Aus den beiden Ergebnissen geht hervor, dass im Gegensatz zum C-Modus-Bild ohne Verzerrungskorrektur in Abb. 8b die nichtlineare Verzerrungskorrektur in Abb. 8c zeigt, dass die Bildverzerrung erfolgreich entfernt wurde. Um den Effekt der Verzerrungskorrektur detaillierter zu bestätigen, zeigen Abb. 8f – i die vergrößerten C-Modus-Bilder, die jeweils entlang der weiß gepunkteten Quadrate in Abb. 8b, c geschnitten sind. In Abb. 8f, g, dem äußeren Bereich der C-Modus-Bilder, wurde die erweiterte Verzerrung nach der nichtlinearen Verzerrungskorrektur in Abb. 8g entfernt. Darüber hinaus wurde in Abb. 8h, i, dem mittleren Bereich der C-Modus-Bilder, die komprimierte Verzerrung nach der nichtlinearen Verzerrungskorrektur in Abb. 8i korrigiert. Daher zeigte die nichtlineare Verzerrungskorrektur, dass sie die gesamte Mikrostruktur der Mikrogefäße, einschließlich der Kapillaren und ihrer einzigartigen Kreislaufstrukturen, visualisieren konnte.

Abbildung 8d, e zeigen das tiefenkodierte Bild, das den C-Modus-Bildern in Abb. 8b, c entspricht. In Abb. 8d gingen Tiefeninformationen, insbesondere im Außenbereich, verloren, da das Tiefenkodierungsbild den Ort der Tiefenprojektion basierend auf der Intensität der Gefäße im C-Modus-Bild bestimmte und die Tiefenprojektion im Außenbereich schwierig war Die Gefäßstruktur wurde im C-Modus schlecht reproduziert. In Abb. 8e, den Ergebnissen nach nichtlinearer Verzerrungskorrektur, wurden jedoch die Tiefeninformationen der Mikrogefäße im gesamten Bild deutlich sichtbar gemacht, da die Gefäßstrukturen im C-Modus-Bild von Abb. 8c korrekt wiedergegeben wurden. Diese Ergebnisse zeigten, dass eine nichtlineare Verzerrungskorrektur die dreidimensionale Struktur von Mikrogefäßen genau visualisieren kann.

Abbildung 8j zeigt das PA-Intensitätsprofil, das aus der weißen gepunkteten Linie in Abb. 8i extrahiert wurde, und die Profile unterscheiden die beiden Blutgefäße für den Hin- und Rückweg in der Kreislaufstruktur. Durch Anwendung der Gaußschen Anpassung und Berechnung des FWHM des Intensitätsprofils wurden die Durchmesser der beiden Blutgefäße auf 26,4 und 22,3 µm ermittelt. Darüber hinaus wurden auch die FWHMs der fünf Kreislaufstrukturen (10 Mikrogefäße) in Abb. 8i berechnet und gemittelt, um genaue Messwerte des Durchmessers zu erhalten. Infolgedessen betrug der durchschnittliche Durchmesser der Kapillaren 25,1 µm (SD 4,1 µm), und dieses Ergebnis lag im Bereich von 10–35 µm, was dem Durchmesser zuvor beschriebener menschlicher Kapillaren entspricht55,56.

Abbildung 8k zeigt das B-Modus-Bild entlang der blauen gepunkteten Linie in Abb. 8c. Aus diesem Ergebnis kann geschlossen werden, dass Mikrogefäße hauptsächlich in einem Tiefenbereich von 200–300 µm von der Hautoberfläche existieren, und wie der weiße Pfeil zeigt, wurde das tiefste Mikrogefäß in einer Tiefe von ~ 500 µm von der Hautoberfläche sichtbar gemacht . Daher betrug die durch MEMS-OR-PAM erreichte In-vivo-Eindringtiefe mindestens 500 µm.

Die in dieser Studie vorgeschlagene Methode zur Verzerrungskorrektur mithilfe einer Linealkalibrierung könnte: (1) die MEMS-Treiberspannung schnell an den interessierenden Bildgebungsbereich (Scanbereich) anpassen, indem sie sich auf die Mikroskala des Lineals bezieht (dauert nur 10 Minuten). anpassen), (2) die Scangeometrie und die nichtlineare Scanbewegung des MEMS-Scans durch Nachbearbeitung leicht abschätzen, was zuvor eine komplizierte Vormessung zur Schätzung erforderte, und (3) die räumliche Verzerrung präzise korrigieren. Infolgedessen konnte das MEMS-OR-PAM mithilfe der Verzerrungskorrekturmethode die Kapillarstruktur genau visualisieren, wie in Abb. 8c dargestellt. Das Bemerkenswerte daran ist, dass sogar die Kreislaufstruktur menschlicher Kapillaren sichtbar gemacht wurde, was fast die erste Errungenschaft der schnellen OR-PAM war. Obwohl einige Studien zuvor die Struktur mithilfe des konventionellen mechanischen Abtastens von OR-PAM57 sichtbar gemacht haben, erschwerte die langsame Bildgebungsgeschwindigkeit eine biologische Interpretation. Andererseits bietet MEMS-OR-PAM eine schnelle Bildgebungsgeschwindigkeit. Obwohl die Kapillaren von Nacktmäusen klar sichtbar sind und die Kreislaufstruktur menschlicher Fingerkapillaren separat sichtbar gemacht werden kann, war es in vielen Studien schwierig, die Kreislaufstruktur separat zu visualisieren der menschlichen Fingerkapillaren25,43,58. Dies liegt daran, dass die menschliche Haut über starke optische Streuer wie Melanin verfügt, die die laterale Auflösung verschlechtern und die Kreislaufstruktur leicht verwischen; Daher führt die zusätzliche Bildverzerrung zu Schwierigkeiten bei der separaten Visualisierung solcher unscharfen Strukturen. Daher ist für solche nahezu klinischen Probanden die Verzerrungskorrekturgenauigkeit des MEMS-OR-PAM direkt mit der Visualisierungsleistung der Zirkulationsstruktur verknüpft. Die vorgeschlagene Kalibrierungsmethode unter Verwendung eines Lineals führte eine präzise Verzerrungskorrektur basierend auf einer genauen Schätzung der MEMS-Scangeometrie durch. Daher konnte gefolgert werden, dass das MEMS-OR-PAM-System in dieser Studie die Trennleistung der Kreislaufstruktur der Kapillaren verbesserte. Eine solche genaue PA-Bildgebung kann die biologische Interpretation von Mikrogeweben wie Kapillaren fördern und morphologische Veränderungen wie strukturelle Anomalien von Kapillaren genau erfassen59. Insofern können die biomedizinischen Anwendungen der MEMS-OR-PAM-Methode durch die Kombination mit der vorgeschlagenen Verzerrungskorrektur verbessert werden.

Darüber hinaus liegt der Vorteil des vorgeschlagenen Verzerrungskorrekturverfahrens in seiner Flexibilität und Einfachheit. Selbst wenn sich die Messbedingungen ändern, kann die Verzerrungskorrektur schnell durchgeführt werden, indem das Lineal erneut kalibriert wird. Sogar in einem Fall, der dem der in Abb. 8 gezeigten mikrovaskulären Fingerbildgebung ähnelt, wo: (1) die Laser-PRF auf 20 kHz geändert wurde, was höher ist als die Phantommessungen (10 kHz), und (2 ) wurden die Eigenschaften zwischen der MEMS-Ansteuerspannungsamplitude und dem Scanwinkel leicht geändert, die den experimentellen Bedingungen entsprechende Ansteuerspannung kann erhalten werden und die Verzerrungskorrektur kann wieder funktionieren, indem nur Schritt 1) ​​der Linealkalibrierungsmethode in Abb. durchgeführt wird. 3 unter der Annahme, dass der MEMS-Scanbereich (2 mm) bei der Bildgebung gleich ist. Eine solche Flexibilität der vorgeschlagenen Verzerrungskorrektur könnte die medizinische Anwendung von MEMS-OR-PAM erleichtern.

Bildgebungsgeschwindigkeit und FOV sind wesentliche Faktoren bei der In-vivo-Bildgebung mit MEMS-OR-PAM. In dieser Studie wurde eine In-vivo-Bildgebung der mikrovaskulären Finger im Bereich von X × Y = 2 × 4 mm in 32 s (4 s in 1 mm2) mit einer B-Scan-Rate von 25 Hz durchgeführt. Es war 105-mal schneller als das typische mechanische Scan-OR-PAM (7 Minuten in 1 mm2)23. Diese Echtzeit-Bildgebung von MEMS-OR-PAM verhindert das Auftreten von Bewegungsartefakten während der Biobildgebung erheblich. Als Beweis dafür wurde durch die Kapillarbildgebung mit dem entwickelten MEMS-OR-PAM, wie in Abb. 8c dargestellt, die Kreislaufstruktur der Kapillaren deutlich sichtbar gemacht, die selbst bei Auftreten geringer Bewegungsartefakte nicht sichtbar sein sollte. Um jedoch eine dynamischere mikrovaskuläre Struktur im lebenden Körper und den Fluss roter Blutkörperchen innerhalb der Mikrogefäße in Echtzeit sichtbar zu machen, ist ein breiteres Sichtfeld und eine schnellere Bildgebung erforderlich.

Um die Bildgebungsgeschwindigkeit zu verbessern, ist die Verwendung einer höheren PRF des Lasers die effektivste Lösung, vorausgesetzt, dass der Bildgebungsbereich und die Anzahl der Scanpunkte konstant sind. Voraussetzung ist jedoch, dass sich die bei jedem Laserpuls erzeugten PA-Wellen im lebenden Körper nicht gegenseitig stören39. Unter der Annahme, dass die Schallgeschwindigkeit von lebendem Gewebe 1540 m/s beträgt und die maximale Eindringtiefe 500 µm beträgt, beträgt die Ausbreitungszeit der PA-Wellen von der maximalen Tiefe des Gewebes bis zur Oberfläche 325 ns. In diesem Fall betrug die maximale effektive PRF des Lasers 3 MHz. Daher kann eine Hochgeschwindigkeitsbildgebung im PRF-Bereich von 10–100 kHz, dem Arbeitsbereich des in dieser Studie verwendeten Lasers, problemlos durchgeführt werden. Im Falle der Verwendung einer PRF mit mehr als 100 kHz als Laserquelle ist es notwendig, den Einfluss der Pulsenergie und des SNR der PA-Signale zu berücksichtigen, die durch den Kompromiss reduziert werden, sowie die Begrenzung der physikalischen Begrenzung der Betriebsgeschwindigkeit des MEMS-Spiegels. Darüber hinaus können wir auf frühere Studien zu Hochgeschwindigkeits-PAM-Systemen verweisen, die Hochgeschwindigkeits-Laser-PRFs verwenden, um eine schnellere Bildgebung zu erreichen. Beispielsweise haben Chen et al. konstruierten ein Hochgeschwindigkeits-PAM-System mit einer Laser-PRF von 200 kHz zur Echtzeitvisualisierung der mikrovaskulären Dynamik im Ohr der Maus und bildeten es innerhalb eines Scanbereichs von 1,5 mm (500 Pixel) bei einer B-Scan-Rate von 400 Hz ab60 . Yao et al. entwickelte eine funktionelle photoakustische Hochgeschwindigkeitsmikroskopie mit einer Laser-PRF von 500 kHz für die hochauflösende 3D-Hochgeschwindigkeitsbildgebung des Gehirns von Mäusen und erreichte einen Scanbereich von ~ 3 mm (1250 Pixel) bei einer B-Scan-Rate von 400 Hz35. Darüber hinaus haben Kim et al. entwickelte Hochgeschwindigkeits-OR-PAM mit einem in Wasser eintauchbaren Galvanometerscanner und einer Laser-PRF von 500 kHz zur Visualisierung von Kapillaren in Mäuseohren, Gehirn und menschlichen Fingern und erreichte eine Echtzeitbildgebung innerhalb eines Scanbereichs von 2,4 mm (500 Pixel) bei einer B-Scan-Rate von 500 Hz25. Durch die Erhöhung der Laser-PRF auf mehrere hundert kHz erreicht das entwickelte MEMS-OR-PAM eine mehr als zehnmal schnellere Bildgebungsrate bei gleichzeitiger Beibehaltung des Sichtfelds, was das Potenzial für eine Echtzeitüberwachung der mikrovaskulären Dynamik bietet.

Im Hinblick auf die Verbesserung des Abbildungs-FOV müssen wir jeweils die X- und Y-Richtung berücksichtigen, da das entwickelte MEMS-OR-PAM in jeder Richtung eine andere Scanmethode verwendet (X: MEMS-Scan, Y: Mechanischer Scan). Das Sichtfeld in Y-Richtung wurde durch die Betriebslänge des mechanischen Tisches bestimmt. Die in Abb. 7i–l dargestellte DOF-Messung bestätigte, dass der mechanische Tisch problemlos im Bereich von 10 mm arbeiten konnte. Darüber hinaus wurde die maximale Betriebslänge des in dieser Studie verwendeten mechanischen Tisches auf 20 mm festgelegt, was für die In-vivo-Bildgebung von Mikrogewebe in einem großen Sichtfeld in Y-Richtung ausreichend war. Andererseits wird das FOV in X-Richtung durch den physikalisch begrenzten Scanwinkel (18°) des MEMS-Spiegels bestimmt. In dieser Studie wurde der Scanwinkel für den Abbildungsbereich von 2 mm auf 16,3° geschätzt, was nahe an der Grenze liegt. Wenn daher nur der MEMS-Spiegel verwendet wird, ist das Sichtfeld in X-Richtung auf einen kleineren Bereich als beim mechanischen Scan beschränkt. Um diese Einschränkung des Sichtfelds in X-Richtung zu überwinden, ist eine Kombination aus dem MEMS-Spiegel und einem mechanischen Tisch erforderlich38.

Im entwickelten MEMS-OR-PAM-System wurde die Hochgeschwindigkeitsbildgebung durch ein Hybrid-Scanverfahren erreicht, das nichtlineares Hochgeschwindigkeitsscannen mit einem MEMS-Spiegel in X-Richtung und eine lineare Bewegung des mechanischen Tisches mit konstanter Geschwindigkeit in Y-Richtung anwendet -Richtung. Die Kombination dieser beiden Methoden hatte jedoch das Problem einer räumlich ungleichmäßigen Abtastung im nichtlinearen MEMS-Scan und verzerrter Abtastpositionen entlang der Achse der mechanischen Bewegung. Daher muss die Auswirkung einer solchen ungleichmäßigen räumlichen Abtastung auf die Bildtreue ausführlich diskutiert werden. Um diese Probleme zu diskutieren, haben wir überlegt, die Bildgebungsergebnisse menschlicher Fingerkapillaren in vivo zu verwenden.

Um die Abbildungstreue durch die ungleichmäßige räumliche Abtastung bei der in Abb. 8 gezeigten kapillaren PA-Bildgebung des menschlichen Fingers zu überprüfen, haben wir die Variation der Schrittweite in X-Richtung berechnet, als das MEMS-Scannen in 2 mm mit 400 Punkten durchgeführt wurde (5 µm durchschnittliche Schrittweite), wie in der ergänzenden Abbildung S5 dargestellt. Die Abtasteigenschaft des MEMS-Spiegels änderte sich nichtlinear (sinusförmig) in einem Bereich von 2 mm (– 1 mm bis + 1 mm), wie in Abb. S5a gezeigt, was dazu führte, dass die Schrittbreite entlang des Abtastpunkts variierte, wie in Abb. S5b. Die maximale Schrittweite betrug zeitlich 7,8 µm, was etwa 1,6-mal größer war als die durchschnittliche Schrittweite von 5 µm. In dieser Studie haben wir jedoch eine räumliche Neuabtastung (lineare Interpolation) durchgeführt, als wir eine kartesische Koordinatentransformation der nichtlinearen Polarkoordinaten durchführten. Daher wurde die Schrittweite nach der Koordinatentransformation praktisch auf 5 µm vereinheitlicht, wodurch der Effekt zeitlicher Schwankungen der Schrittweite verringert wurde. Folglich wurde bei der Abbildung menschlicher Kapillaren mit einem durchschnittlichen Durchmesser von 25 µm die Genauigkeit der Abbildungsergebnisse nicht beeinträchtigt, da das Abbildungsziel viel größer war als die theoretische laterale Auflösung (7 µm) und die virtuelle Schrittweite (5 µm). ). Darüber hinaus waren die verzerrten Probenahmepositionen entlang der mechanischen Bewegungsachse nahezu vernachlässigbar. In dieser Studie verwendeten wir ein Hybridscannen mit linearer Bewegung des mechanischen Tisches in Y-Richtung mit konstanter Geschwindigkeit während des MEMS-Scannens in X-Richtung, und die Sequenz wurde so ausgeführt, dass sich die Y-Richtung um einen Schritt (5 µm) bewegte. während eines einzeiligen MEMS-Scans in X-Richtung (die Details der Scansequenz sind im Ergänzungstext A, Abb. S1 beschrieben). Daher wurde die durchschnittliche Bewegungsdistanz in der Y-Richtung für jedes Pixel in der Diese Überprüfungen zeigten, dass die räumliche Abtastvariabilität bei den Scans in X- und Y-Richtung im Hinblick auf die Bildtreue für unsere Zielkapillarbildgebung nahezu vernachlässigbar war.

Beim MEMS-Scannen variiert der Abstand zwischen dem Strahlfokus und dem Bildziel mit der Scangeometrie. Wenn der Abstand größer ist als der Abbildungs-DOF, können sich die Empfindlichkeit, Bandbreite, Form und Impulsantwort des empfangenen Signals erheblich verschlechtern, wie in früheren Studien berichtet33. Es wird erwartet, dass die Änderung der Impulsantwort die Bildempfindlichkeit und die räumliche Auflösung erheblich beeinflusst und sich dadurch auf die Genauigkeit des vorgeschlagenen verzerrungskorrigierten Bildes auswirkt. Daher haben wir eine zusätzliche Analyse der Variation der Impulsantwort und der räumlichen Auflösung aufgrund der Änderung des Abstands in Dickenrichtung beim Scannen von MEMS im Bereich von X = 2 mm durch die folgenden theoretischen und praktischen Messungen durchgeführt.

Zunächst zeigt Abb. 9 die theoretischen und experimentellen Validierungsergebnisse der räumlichen Bildempfindlichkeit des MEMS-Scans. Wie in Abb. 9a gezeigt, wurde in der Scangeometrie mit WD = 7 mm und \({\theta }_{scan}\)=16,3° die Dicke des Scanvolumens mit ungefähr 70 µm berechnet, was ausreichend kleiner als die war experimenteller DOF (200 µm) in Abb. 7l. Daher wurde vorhergesagt, dass die räumliche Auflösung und Bildempfindlichkeit im MEMS-Scanbereich von 2 mm erhalten bleiben würden. Um diese Vorhersage zu verifizieren, haben wir PA-Signale aus 11 Positionen des C-Mode-Bildes des Lineals (ohne Verzerrungskorrektur) in unterschiedlichen Abständen zum Strahlfokus extrahiert (siehe Abb. 9b) und ihre extrahierten Impulsantworten verglichen. Abbildung 9c vergleicht die zeitlichen Wellenformen der Impulsantworten und zeigt Verzögerungen in den empfangenen Signalen in Abhängigkeit von der Entfernung zwischen dem Ziel und dem Strahlfokus. Allerdings betrugen die Unterschiede der Spitzenintensitäten zusammen mit den Abständen etwa 60 %, was auf die hervorragende Empfindlichkeit innerhalb des MEMS-Scanbereichs hindeutet. In Abbildung 9d wurden die Frequenzwellenformen der Impulsantworten verglichen, was bestätigte, dass die Spitzen der Spektren zusammen mit den Abständen um 5–6 dB variierten, die Form des Spektrums jedoch nahezu unverändert blieb. Diese Ergebnisse zeigten, dass das MEMS-Scannen innerhalb des DOF ​​durchgeführt wurde, was dazu führte, dass die Bildempfindlichkeit auf einem guten Niveau gehalten wurde. Selbst wenn die Dicke des Scanvolumens größer als 70 μm wird, kann die Abstandsabhängigkeit der Impulsantwort (Intensität, Mittenfrequenz und Frequenzbandbreite) aus den in Abb. 7k, m, n gezeigten Ergebnissen der DOF-Messung quantitativ bestimmt werden . Diese Ergebnisse zeigten, dass die Empfindlichkeit mindestens innerhalb von ± 100 μm vom Strahlfokus gut aufrechterhalten wurde.

Untersuchung der räumlichen Variation der Signalerkennungsempfindlichkeit, abgeleitet durch MEMS-Scanning. (a) MEMS-Scangeometrie in X = 2 mm, die die Variation der Fokusposition in Dickenrichtung darstellt (Max: 0,07 mm) lag innerhalb des experimentellen DOF (0,20 mm). (b) C-Modus-Bild (ohne Verzerrungskorrektur) des Lineals, das die extrahierte Position für die Messung der Signalimpulsantwort angibt. (c) Zeitwellenformen der Impulsantworten. (d) Frequenzwellenformen der Impulsantworten.

Um die Auswirkung der überlegenen Empfindlichkeit im Sichtfeld auf die räumliche Auflösung zu untersuchen, haben wir die Variation der räumlichen Auflösung am linken, mittleren und rechten Ende der MEMS-Scanrichtung anhand der Ergebnisse des C- und B-Modus des USAF1951 gemessen Bilder in Abb. 10a,c. Abbildung 10b zeigt die gemessene räumliche Variation der gemittelten lateralen Auflösung am linken, mittleren und rechten Ende von Abb. 10a, die jeweils 6,0 ± 0,7 µm/6,1 ± 2,4 µm/6,0 ± 0,8 µm betrug. Dies zeigte, dass innerhalb des FOV eine hohe laterale Auflösung beibehalten wurde. Abbildung 10d zeigt die gemittelte FWHM der Intensitätsprofile am linken, mittleren und rechten Ende des in Abb. 10c gezeigten B-Modus-Bildes, die jeweils 50,0 ± 2,5 µm/53,0 ± 1,1 µm/53,3 ± 3,3 µm betrugen. Die gemittelte FWHM unterschied sich von der experimentellen axialen Auflösung von 34,2 µm in Abb. 7h, da das Testziel eine große Probe war, die nicht als Punktquelle für die Messung der axialen Auflösung berücksichtigt wurde. Daher haben wir uns nur auf die Unterschiede zwischen dem durchschnittlichen FWHM jeder Position konzentriert. Die Ergebnisse deuten darauf hin, dass die FWHM innerhalb des FOV nur etwa 3 µm (6 %) variierte und dass sich die axiale Auflösung innerhalb des FOV kaum änderte.

Untersuchung der räumlichen Variation der lateralen/axialen Auflösung unter Verwendung des USAF1951-Ziels. (a) C-Modus-Bild (nichtlineare Verzerrungskorrektur, X × Y = 2 × 2 mm mit 800 × 800 Punkten, 10 kHz PRF). (b) Seitliche Auflösungen in der Position links/mitte/rechts von (a). (c) B-Modus-Bild (nichtlineare Verzerrungskorrektur). (d) FWHMs der Intensitätsprofile in der Position links/mitte/rechts von (c).

Diese Ergebnisse zeigten, dass das entwickelte System MEMS-Scans innerhalb einer Dickenschwankung durchführen konnte, die viel kleiner als der DOF des MEMS-OR-PAM ist, wodurch die Empfindlichkeit der Impulsantwort und eine hohe räumliche Auflösung innerhalb des Bildgebungs-FOV erhalten blieben. Wir glauben, dass dies wesentlich zur genauen Verzerrungsreduzierung in der vorgeschlagenen Verzerrungskorrekturmethode beigetragen hat.

Eine der praktischen medizinischen Anwendungen von MEMS-OR-PAM ist die Beurteilung peripherer Gefäßerkrankungen, die durch eine beeinträchtigte Mikrozirkulation verursacht werden. Beispielsweise wurde vermutet, dass eine Verdünnung der Kapillaren zu Bluthochdruck beiträgt61,62. Daher kann es als diagnostischer Index für Folgeerkrankungen wie Arteriosklerose, Myokardinfarkt und Hirninfarkt verwendet werden. Das entwickelte MEMS-OR-PAM und die vorgeschlagene Verzerrungskorrekturmethode haben die Fähigkeit bewiesen, die Struktur der Kapillaren selektiv und klar sichtbar zu machen. Dies ermöglicht den Einsatz als diagnostisches Verfahren für medizinische Zwecke.

Darüber hinaus planen wir, in Zukunft eine Laserquelle mit zwei Wellenlängen einzusetzen, um die Verteilung von Oxy/Desoxy-Hämoglobin in der Kapillare sichtbar zu machen. Dies würde es der entwickelten MEMS-OR-PAM-Methode ermöglichen, nicht nur die zirkulierende Struktur von Kapillaren klar zu visualisieren, sondern auch den Sauerstoffstoffwechsel zwischen Kapillaren und den umgebenden Zellen basierend auf der spektralen Entmischungsmethode63 zu überwachen und so eine funktionelle PA-Bildgebung zu erreichen Mikrogewebe und quantifizieren die funktionelle Hämodynamik. Wenn dem System Mehrwellenlängenlaser hinzugefügt werden, können Funktionsinformationen an jedem Messpunkt typischerweise erfasst werden, indem diese Laser mit derselben PRF bestrahlt und jeweils um einen Impuls geschaltet werden64. Daher ist die Bildgebungsgeschwindigkeit in MEMS-OR-PAM mit mehreren Wellenlängen durch die minimale Schaltzeit begrenzt, die 325 ns bei einer Eindringtiefe von 500 µm entspricht. Wenn also ein Laser mit zwei Wellenlängen (z. B. 532 nm und 559 nm) in entwickelten MEMS-OR-PAM verwendet wird, besteht kein Problem bei der Durchführung einer Hochgeschwindigkeitsbildgebung innerhalb der maximalen PRF von 1,5 MHz für jeden Laser.

In diesem Artikel berichten wir über die Entwicklung eines Hochgeschwindigkeits-OR-PAM-Systems unter Verwendung eines kommerzialisierten 1A-WP-MEMS-Scanspiegels und einer neuartigen Kalibrierungsmethode, die ein Lineal im Mikrometerbereich verwendet, um die durch schnelles MEMS-Scannen verursachte räumliche Verzerrung zu korrigieren. Mit dieser neuartigen Methode können die Scangeometrie und die nichtlineare Scanbewegung von MEMS-Spiegeln einfach und schnell ermittelt werden, ohne dass komplizierte experimentelle Messungen erforderlich sind, und können zur Verzerrungskorrektur eingesetzt werden. Die Kombination aus MEMS-OR-PAM und der Kalibrierungsmethode zur Verzerrungskorrektur wurde an künstlichen und biologischen Probanden verifiziert, und die experimentellen Ergebnisse zeigten, dass das neue schnelle OR-PAM-System Bildgebungsfunktionen mit hoher Geschwindigkeit, hoher lateraler Auflösung und Präzision bietet visualisiert die zirkulierende Struktur der Kapillaren in der menschlichen Fingerspitze.

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Diese Studie wurde durch das ImPACT-Programm (Impulsing Paradigm Change through Disruptive Technologies) des Rates für Wissenschaft, Technologie und Innovation (Kabinettsbüro, Regierung von Japan) und Grants-in-Aid for Scientific Research (Scientific Research (B) 26282142) unterstützt. Challenging Exploratory Research 25560235), Grant-in-Aid für JSPS Fellows (21J13801) von der Japan Society for the Promotion of Science und Basic Science Research Program durch die National Research Foundation of Korea (NRF), finanziert vom Bildungsministerium (2020R1A6A1A03047902) .

Graduiertenschule für Biomedizintechnik, Tohoku-Universität, Sendai, 980-8579, Japan

Ryo Shintate, Takuro Ishii und Yoshifumi Saijo

Frontier Research Institute for Interdisciplinary Sciences, Tohoku University, Sendai, 930-8555, Japan

Takuro Ishii

Abteilung für Konvergenz-IT-Technik, Elektrotechnik und Maschinenbau, Pohang University of Science and Technology (POSTECH), Pohang, 37673, Republik Korea

Joongho Ahn, Jin Young Kim und Chulhong Kim

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RS verfasste den Haupttext des Manuskripts und bereitete Abbildungen vor. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Ryo Shintate.

Chulhong Kim und Jin Young Kim haben finanzielle Interessen an Optico, was diese Forschung jedoch nicht unterstützte. Ryo Shintate, Takuro Ishii, Joongho Ahn und Yoshifumi Saijo erklären keine konkurrierenden Interessen.

Springer Nature bleibt neutral hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten.

Ergänzungsfilm 1.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Shintate, R., Ishii, T., Ahn, J. et al. Photoakustische Hochgeschwindigkeitsmikroskopie mit optischer Auflösung und MEMS-Scanner unter Verwendung einer neuartigen und einfachen Verzerrungskorrekturmethode. Sci Rep 12, 9221 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-12865-3

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Eingegangen: 02. November 2021

Angenommen: 03. Mai 2022

Veröffentlicht: 02. Juni 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-12865-3

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Nanokonvergenz (2023)

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